DE69105101T2

DE69105101T2 - X-ray machine.

Info

Publication number: DE69105101T2
Application number: DE69105101T
Authority: DE
Inventors: Antonie Rochus Maria Loonen
Original assignee: Philips Gloeilampenfabrieken NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1990-12-03
Filing date: 1991-11-27
Publication date: 1995-05-24
Anticipated expiration: 2011-11-28
Also published as: US5239567A; JPH04272748A; EP0489461B1; DE69105101D1; EP0489461A1; NL9002651A

Description

Die Erfindung betrifft eine Röntgenabbildungsanlage mit einer Röntgenquelle zum Emittieren eines Röntgenstrahls, mit einer Speiseeinheit, die mit der Röntgenquelle verbunden ist, mit einem Röntgendetektor zum Umsetzen des Röntgenstrahls in ein optisches Bild, mit einer Fernsehaufnahmeanordnung zum Umsetzen des optischen Bilds in ein Videosignal, mit einer Detektoreinrichtung zum Versorgen der Speiseeinheit mit einem ersten Steuersignal, das die Lichtstärke des optischen Bildes darstellt, mit einer Wiedergabeeinheit zum Wiedergeben des Videosignals aus der Fernsehaufnahmeanordnung nach Verstärkung in einem Verstärker und mit Mitteln zum Liefern eines zweiten Steuersignals an eine Einstellklemme des Verstärkers zum Einstellen eines Verstärkungsfaktors des Verstärkers.The invention relates to an X-ray imaging system with an X-ray source for emitting an X-ray beam, with a feed unit connected to the X-ray source, with an X-ray detector for converting the X-ray beam into an optical image, with a television recording arrangement for converting the optical image into a video signal, with a detector device for supplying the feed unit with a first control signal representing the luminous intensity of the optical image, with a playback unit for reproducing the video signal from the television recording arrangement after amplification in an amplifier and with means for supplying a second control signal to an adjustment terminal of the amplifier for setting a gain factor of the amplifier.

Eine Röntgenabbildungsanlage dieser Art ist aus US-A-4 910 592 bekannt. In dieser Patentschrift wird eine Röntgenabbildungsanlage mit zwei Steuerschleifen beschrieben. Die erste Steuerschleife ist eine automatische Dosissteuerschleife, in der die von der Röntgenquelle erzeugte Dosis eingestellt wird, so daß die mittlere Lichtstärke des vom Röntgendetektor erzeugten optischen Bildes konstant ist. Ein Signal zur Darstellung dieser mittleren Lichtstärke wird in einer Detektoreinrichtung detektiert und als erstes Steuersignal der Speiseeinheit der Röntgenquelle zugeleitet. Also werden für Objekte, die hinsichtlich der Röntgenabsorption abweichen, Videosignale erhalten, die denselben mittleren Wert oder Spitzenwert haben. Das Videosignal gelangt an einen Fernsehmonitor über einen Verstärker, der ein Teil der zweiten Steuerschleife ist, die eine automatische Verstärkungsregelschleife ist. Eine Steuerkomponente, die in der zweiten Regelschleife enthalten ist, liefert ein externes Steuersignal zum Einstellen des Verstärkungsgrades des Verstärkers. Durch die Verwendung einer automatischen Verstärkungsregelschleife bleibt die Helligkeit des Bildes am Fernsehmonitor konstant auch, wenn bei sehr dicken Objekten oder Objekten mit einer hohen Strahlungsabsorption die automatische Dosisregelschleife die Dosis nicht so stark erhöhen kann, daß die mittlere Lichtstärke am Eintrittsschirm der Fernsehaufnahmeanordnung ausreicht.An X-ray imaging system of this type is known from US-A-4 910 592. This patent describes an X-ray imaging system with two control loops. The first control loop is an automatic dose control loop in which the dose generated by the X-ray source is adjusted so that the average light intensity of the optical image generated by the X-ray detector is constant. A signal for representing this average light intensity is detected in a detector device and is fed as a first control signal to the feed unit of the X-ray source. Thus, for objects that differ in terms of X-ray absorption, video signals are obtained that have the same average value or peak value. The video signal is fed to a television monitor via an amplifier that is part of the second control loop, which is an automatic gain control loop. A control component included in the second control loop supplies an external control signal for adjusting the gain of the amplifier. By using an automatic gain control loop, the brightness of the image on the television monitor remains constant, even if, in the case of very thick objects or objects with a high level of radiation absorption, the automatic dose control loop cannot increase the dose sufficiently to ensure that the average light intensity at the entrance screen of the television recording arrangement is sufficient.

Erwünscht ist, daß bei ansteigender Dosis beim Aktivieren der Röntgenquelle die automatische Verstärkungsregelschleife auch den Verstärkungsfaktor für das an den Fernsehmonitor gelegte Signal erhöht, so daß ein Bild mit der gewünschten mittleren Helligkeit bereits in der Einstellperiode der automatischen Dosisregelschleife am Fernsehmonitor erscheint. Da die Röntgendosis und der Verstärkungsfaktor für das Videosignal dabei gleichzeitig ansteigen, weist das Videosignal jedoch eine Spitze auf, der als störender Blitz im Röntgenbild wahrgenommen wird.It is desirable that, when the dose increases when the X-ray source is activated, the automatic gain control loop also increases the gain factor for the signal sent to the television monitor, so that an image with the desired average brightness appears on the television monitor during the setting period of the automatic dose control loop. Since the X-ray dose and the gain factor for the video signal increase simultaneously, the video signal has a peak that is perceived as an annoying flash in the X-ray image.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Röntgenabbildungsanlage zu schaffen, in der beim dynamischen Abbilden schnell ein Röntgenbild hoher Güte erhalten wird. Um dies zu erhalten, ist eine Röntgenabbildungsanlage nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1 dadurch gekennzeichnet, daß die Detektoreinrichtung zum Liefern des zweiten Steuersignals dient, und zu diesem Zweck bestimmt die Detektoreinrichtung einen mittleren oder einen Spitzenwert des Videosignals in einem Meßfeld in dem Videobild, wobei das von der Detektoreinrichtung gelieferte zweite Steuersignal den Verstärkungsfaktor des Verstärkers derart einstellt, daß der Verstärkungsfaktor auf einem vorgegebenen Höchstwert gehalten wird, bis der mittlere oder der Spitzenwert einen vorgegebenen Schwellenwert überschreitet, wonach der Verstärkungsfaktor zum Konstanthalten des mittleren Pegels des der Anzeigeeinheit zugeführten Signals eingestellt wird.The invention is based on the object of creating an X-ray imaging system in which a high quality X-ray image is quickly obtained during dynamic imaging. To achieve this, an X-ray imaging system according to the preamble of claim 1 is characterized in that the detector device serves to supply the second control signal, and for this purpose the detector device determines an average or a peak value of the video signal in a measuring field in the video image, the second control signal supplied by the detector device adjusting the gain factor of the amplifier such that the gain factor is maintained at a predetermined maximum value until the average or peak value exceeds a predetermined threshold value, after which the gain factor is adjusted to keep the average level of the signal supplied to the display unit constant.

Durch diese Maßnahmen erreicht das dem Fernsehmonitor zugeführte Videosignal seinen gewünschten mittleren Wert oder Spitzenwert, wobei die Werte im wesentlichen kein Überschwingen aufweisen. Da das dem Fernsehmonitor zugeführte Videosignal schnell den richtigen Wert erreicht, stehen in einer erfindungsgemäßewn Röntgenanlage die ersten brauchbaren Röntgenbilder bereits 0,17 s nach der Aktivierung der Röntgenquelle zur Verfügung. Dies hebt sich vorteilhaft ab gegen eine andere bekannte Röntgenanlage nach der Beschreibung in US-A-4 101 776, in der unter denselben Umständen die automatische Verstärkungsregelschleife 0,45 s zum richtigen Einstellen des dem Fernsehmonitor zugeführten Videosignals erfordert. Hierdurch wird die dem Objekt zugeführte Strahlung auf wirkungsvollere Weise verwendet. Dies stellt ein Hauptvorteil in der medizinischen Diagnostik dar im Hinblick auf die möglichen nachteiligen Effekte von Röntgenstrahlen auf lebenden Organismen.By these measures, the video signal supplied to the television monitor reaches its desired average or peak value, with the values essentially free of overshoot. Since the video signal supplied to the television monitor quickly reaches the correct value, in an X-ray system according to the invention the first usable X-ray images are available as early as 0.17 seconds after the X-ray source is activated. This contrasts favorably with another known X-ray system as described in US-A-4 101 776 in which, under the same circumstances, the automatic gain control loop requires 0.45 seconds to correctly adjust the video signal supplied to the television monitor. This makes more effective use of the radiation supplied to the object. This represents a major advantage in medical diagnostics in view of the possible adverse effects of X-rays on living organisms.

Ein Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen Röntgenanlage ist dadurch gekennzeichnet, daß ein Ausgang der Detektoreinrichtung, der das erste Steuersignal zugeführt wird, mit einem Teiler zum Bilden des Verstärkungsfaktors an einem Teilerausgang verbunden ist, und dieser Verstärkungsfaktor ist proportional dem Reziprokwert des ersten dem Teiler zugeführten Steuersignals, wobei der Teilerausgang mit der Einstellklemme des Verstärkers zum Zuliefern des zweiten Steursignals verbunden ist.An embodiment of the X-ray system according to the invention is characterized in that an output of the detector device to which the first control signal is supplied is connected to a divider for forming the amplification factor at a divider output, and this amplification factor is proportional to the reciprocal of the first control signal supplied to the divider, the divider output being connected to the setting terminal of the amplifier for supplying the second control signal.

Im Teiler wird das der Fernsehaufnahmeanordnung zugeführte Videosignal das im weiteren mit Kamerasignal bezeichnet wird, durch einen Spitzenwert oder einen mittleren Wert geteilt, der in der Detektoreinrichtung in einer Abtastzeit bestimmt wird, beispielsweise in einer Rasterzeit (40 ms) oder in einer Halbbildzeit (20 ms). In statischen Zuständen, in denen die mittlere Lichtstärke auf der Eintrittsfläche der Fernsehaufnahmeanordnung konstant ist, erscheint ein normalisiertes Videosignal am Verstärkerausgang. In dynamischen Zuständen weichen die mittleren Werte oder die Spitzenwerte der von der Fernsehaufnahmeanordnung erzeugten Videosignale in aufeinanderfolgenden Raster- oder Halbbildperioden voneinander ab, so daß eine geringe Abweichung vom normalisierten Videosignal entsteht, und diese Abweichung ist vom Unterschied in der mittleren Helligkeit oder in der spitzen Helligkeit zwischen zwei aufeinanderfolgenden Rastern oder Halbbildern abhängig.In the divider, the video signal fed to the television recording device, which is referred to as the camera signal, is divided by a peak value or an average value which is determined in the detector device in a sampling time, for example in a raster time (40 ms) or in a field time (20 ms). In static conditions in which the average light intensity on the entrance surface of the television recording device is constant, a normalized video signal appears at the amplifier output. In dynamic conditions, the average values or the peak values of the video signals generated by the television recording device differ from one another in successive raster or field periods, so that a small deviation from the normalized video signal occurs, and this deviation depends on the difference in the average brightness or in the peak brightness between two successive rasters or fields.

Ein weiteres Ausführungsbeispiel einer Röntgenabbildungsanlage nach der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, daß die Detektoreinrichtung wenigstens zwei Detektormodule enthält, wobei ein Eingang jedes Moduls mit der Fernsehaufnahmeanordnung verbunden ist, der Ausgang eines ersten Detektormoduls mit der Speiseeinheit verbunden ist, und der Ausgang eines zweiten Detektormoduls mit der Einstellklemme des Verstärkers verbunden ist.A further embodiment of an X-ray imaging system according to the invention is characterized in that the detector device contains at least two detector modules, an input of each module being connected to the television recording arrangement, the output of a first detector module being connected to the feed unit, and the output of a second detector module being connected to the adjustment terminal of the amplifier.

Da die automatische Dosisregelung und der Verstärkungsfaktor für das dem Fernsehmonitor zugeführte Videosignal unabhängig voneinander einstellbar sind, kann eine optimale Bildqualität mit einer möglichst niedrigen Dosis verbunden werden, beispielsweise durch Spitzenwertdetektion in einem Meßfeld im ersten Detektormodul und durch die Detektion des mittleren Werts in einem zweiten Meßfeld im zweiten Detektormodul. Außerdem kann das Steuerverhalten der automatischen Dosisregelschleife durch Anpassung der Abmessung und der Stelle des Meßfelds des zweiten Detektormoduls im Videobild eingestellt werden.Since the automatic dose control and the amplification factor for the video signal fed to the television monitor can be adjusted independently of each other, optimum image quality can be combined with the lowest possible dose, for example by detecting peak values in a measuring field in the first detector module and by detecting the average value in a second measuring field in the second detector module. In addition, the control behavior of the automatic dose control loop can be by adjusting the dimensions and position of the measuring field of the second detector module in the video image.

Ausführungsbeispiele einer Röntgenabbildungsanlage nach der Erfindung werden nachstehend anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigenEmbodiments of an X-ray imaging system according to the invention are explained in more detail below with reference to the drawing. They show

Fig. 1 schematisch eine bekannte Röntgenabbildungsanlage,Fig. 1 schematically shows a known X-ray imaging system,

Fig. 2a und 2b den Spitzenwert des von der Fernsehaufnahmeanordnung erzeugten Videosignals und das dem Fernsehmonitor für eine ansteigende Strahlungsdosis in einer bekannten Röntgenabbildungsanlage zugeführte Videosignal,Fig. 2a and 2b show the peak value of the video signal generated by the television pickup device and the video signal supplied to the television monitor for an increasing radiation dose in a known X-ray imaging system,

Fig. 3 schematisch eine erfindungsgemäße Röntgenabbildungsanlage,Fig. 3 shows schematically an X-ray imaging system according to the invention,

Fig. 4 die Meßbeantwortung einer erfindungsgemäßen Röntgenabbildungsanlage an eine linear ansteigende Strahlungsdosis,Fig. 4 shows the measurement response of an X-ray imaging system according to the invention to a linearly increasing radiation dose,

Fig. 5 den Spitzenwert des dem Fernsehmonitor in einer erfindungsgemäßen Röntgenabbildungsanlage zugeführten Videosignals für ein Videosignal aus der Fernsehaufnahmeanordnung, der entsprechend Fig. 2a ansteigt, undFig. 5 shows the peak value of the video signal supplied to the television monitor in an X-ray imaging system according to the invention for a video signal from the television recording arrangement, which increases according to Fig. 2a, and

Fig. 6 ein Blockschaltbild einer Detektoreinrichtung nach der Erfindung.Fig. 6 is a block diagram of a detector device according to the invention.

In Fig. 1 ist eine Röntgenabbildungsanlage dargestellt, die eine Röntgenquelle 2 zum Emittieren eines Röntgenstrahls 4 enthält, der ein Objekt 6 bestrahlt. Ein Röntgendetektor 8, vorzugsweise ein Röntgenbildverstärker, wandelt den Röntgenstrahl, der vom Objekt 6 örtlich in der Stärke moduliert ist, in ein optisches Bild um, das an einem Austrittsschirm des Röntgenbildverstärkers erscheint. Dieses optische Bild wird in ein Videosignal Vc in einer Fernsehaufnahmeanordnung umgesetzt, beispielsweise in einer Videokamera mit einer Aufnahmeröhre oder einem CCD-Sensor. Dieses Videosignal gelangt an eine erste Detektoreinrichtung 12, die einen mittleren Wert oder einen spitzen Wert des Videosignals in einem Meßfeld in dem von der Videokamera 10 erzeugten Videobild bestimmt. Das erste in der Detektoreinrichtung 12 gebildete Steuersignal gelangt an eine Speiseeinheit 14 der Röntgenquelle 2. Wenn der Strom durch den Heizfaden der Röntgenquelle 2 erhöht wird, steigt auch die Stärke der Röntgenstrahlen an. Wenn die Hochspannung der Röntgenquelle erhöht wird, werden die Elektronen nach der Anode mehr beschleunigt, so daß die Energie und daher die Durchdringungsleistung der Röntgenstrahlen größer wird. Die mittlere Lichtstärke am Eintrittsschirm der Videokamera 10 wird durch Änderung des Stroms und der Hochspannung der Röntgenquelle 2 abhängig von der Dicke des zu bestrahlenden Objekts 6 konstant gehalten, wobei die Änderung beispielsweise zwischen 0,1 mA und 1200 mA bzw. zwischen 40 kV und 125 kV beträgt. Da die Dosisregelschleife I, die durch die Röntgenquelle 2, die Videokamera 10, die Detektoreinrichtung 12 und die Speiseeinheit 14 gebildet wird, die Röntgendosis nicht genug erhöhen kann, um die mittlere Lichtstärke am Eintrittsschirm der Videokamera 10 bei sehr dicken Objekten oder bei stark strahlenabsorbierenden Objekten 6 konstant zu halten, ist eine Verstärkungsregelschleife II erforderlich, um den mittleren Helligkeitspegel des dargestellten Bildes am Fernsehmonitor 16 konstantzuhalten. Das von der Videokamera 10 erzeugte Videosignal wird in einem Verstärker 18 verstärkt. Das Ausgangssignal Vm des Verstärkers 18 gelangt an eine zweite Detektoreinrichtung 20, die einen mittleren Wert oder einen Spitzenwert in einem Meßfeld im Videobild bestimmt. Über einen Differenzverstärker 22 wird das Signal aus der Detektoreinrichtung 20 mit einer Bezugsspannung Vref verglichen, die einem gewünschten mittleren Helligkeitspegel des Videobildes entspricht. Die Unterschiedsspannung aus dem Differenzverstärker 22 gelangt über einen Integrator 21 als zweites Steuersignal nach einer Einstellklemme 24 des Verstärkers 18, so daß der Verstärkungsfaktor angeglichen wird.Fig. 1 shows an X-ray imaging system which includes an X-ray source 2 for emitting an X-ray beam 4 which irradiates an object 6. An X-ray detector 8, preferably an X-ray image intensifier, converts the X-ray beam, which is locally modulated in intensity by the object 6, into an optical image which appears on an exit screen of the X-ray image intensifier. This optical image is converted into a video signal Vc in a television recording device, for example in a video camera with a pickup tube or a CCD sensor. This video signal is applied to a first detector device 12 which determines an average value or a peak value of the video signal in a measuring field in the video image produced by the video camera 10. The first control signal formed in the detector device 12 is applied to a feed unit 14 of the X-ray source 2. When the current through the filament of the X-ray source 2 is increased, the intensity of the X-rays also increases. If the high voltage of the X-ray source is increased, the electrons are accelerated further after the anode, so that the energy and therefore the penetrating power of the X-rays increases. The average light intensity at the entrance screen of the video camera 10 is changed by changing the current and the high voltage the X-ray source 2 is kept constant depending on the thickness of the object 6 to be irradiated, the change being, for example, between 0.1 mA and 1200 mA or between 40 kV and 125 kV. Since the dose control loop I, which is formed by the X-ray source 2, the video camera 10, the detector device 12 and the feed unit 14, cannot increase the X-ray dose enough to keep the average light intensity on the entrance screen of the video camera 10 constant for very thick objects or for objects 6 that absorb a lot of radiation, a gain control loop II is required to keep the average brightness level of the image displayed on the television monitor 16 constant. The video signal generated by the video camera 10 is amplified in an amplifier 18. The output signal Vm of the amplifier 18 reaches a second detector device 20, which determines an average value or a peak value in a measuring field in the video image. The signal from the detector device 20 is compared with a reference voltage Vref via a differential amplifier 22, which corresponds to a desired average brightness level of the video image. The difference voltage from the differential amplifier 22 is passed via an integrator 21 as a second control signal to an adjustment terminal 24 of the amplifier 18, so that the gain factor is adjusted.

In Fig. 2a ist die Änderung des von der Videokamera 10 erzeugten Videosignals Vc dargestellt, wenn die Röntgenquelle 2 eines Philips-Röntgengeräts vom Typ BV 25 eingeschaltet wird. In Fig. 2b ist die Änderung des dem Fernsehmonitor 16 zugeführten Videosignals Vm dargestellt, wenn die bekannte Verstärkungsregelschleife II verwendet wird. Da der Mittelwert des Videosignals Vc nach dem Verstärker 18 niedriger ist als die Bezugsspannung Vref, wird der Verstärkungsfaktor des Verstärkers 18 erhöht. Da jedoch das Videosignal Vc der Videokamera 10 in der Zeit erhöht wird, die die Verstärkungsregelschleife II zum Erhöhen des Verstärkungsfaktors benötigt, tritt ein Überschwingen von 190 mV im Videosignal Vm nach dem Fernsehmonitor auf. Dieses Überschwingen kann durch Einführen einer größeren Verzögerung in der Verstärkungsregelschleife II verhindert werden. Jedoch hat dies den Nachteil, daß vom Objekt 6 bedeutend geschwächte Strahlung nicht für medizinische Abbildung verwendbar ist. Wenn die Geschwindigkeit der Verstärkungsregelschleife II vergrößert wird, entsteht kräftigeres Überschwingen und führt daher nicht zu einer Verbesserung. Die Beantwortung nach Fig. 2b tritt auf beim kritischen Dämpfen der Verstärkerregelschleife II und ist für eine derartige Regelschleife optimal.Fig. 2a shows the change in the video signal Vc generated by the video camera 10 when the X-ray source 2 of a Philips X-ray machine of the type BV 25 is switched on. Fig. 2b shows the change in the video signal Vm fed to the television monitor 16 when the known gain control loop II is used. Since the average value of the video signal Vc after the amplifier 18 is lower than the reference voltage Vref, the gain of the amplifier 18 is increased. However, since the video signal Vc of the video camera 10 is increased in the time required for the gain control loop II to increase the gain, an overshoot of 190 mV occurs in the video signal Vm after the television monitor. This overshoot can be prevented by introducing a larger delay in the gain control loop II. However, this has the disadvantage that radiation significantly attenuated by the object 6 is not usable for medical imaging. If the speed of the gain control loop II is increased, more overshoot occurs and therefore does not lead to an improvement. The response shown in Fig. 2b occurs during critical damping of the amplifier control loop II and is optimal for such a control loop.

In Fig. 3 ist eine Röntgenabbildungsanordnung dargestellt, in der die automatische Verstärkungsregelschleife durch einen Teiler 19 ersetzt ist. Der Teller 19 erzeugt das zweite Steuersignal zum Einstellen des Verstärkungsfaktors des Verstärkers 18 durch Teilen der Bezugsspannung Vref durch das dem Teiler 19 über die Detektoreinrichtung 12 zugeführte Signal und liefert das zweite Steuersignal an die Einstellklemme 24 des Verstärkers 18. In einer Halbbildperiode wird ein mittlerer Wert oder ein Spitzenwert des Videosignals Vc in der Detektoreinrichtung 12 bestimmt. Das von der Videokamera 10 gebildete Videosignal wird in der folgenden Halbbildperiode durch diesen Wert geteilt. Wenn das Videosignal aus der Videokamera 10 ansteigt, wie in Fig. 2a dargestellt, sind die Spitzenwerte und/oder die mittleren Werte des Videosignals in den einleitenden Halbbildperioden des Videosignals gering, so daß der Verstärkungsfaktor des Verstärkers 19 sehr hoch wird. Um dies zu verhindern, erzeugt die Detektoreinrichtung 12 einen vorgegebenen Schwellenwert an seinem Ausgang, beispielsweise für mittlere Werte oder Spitzenwerte unter diesem Schwellenwert. Sobald das Ausgangssignal der Detektoreinrichtung 12 den Schwellenwert überschreitet, wird der mittlere Pegel des Videosignals Vm an den Fernsehmonitor 16 auf Vref gesteuert. Dies ist in Fig. 4 dargestellt.In Fig. 3 an X-ray imaging arrangement is shown in which the automatic gain control loop is replaced by a divider 19. The divider 19 generates the second control signal for adjusting the gain of the amplifier 18 by dividing the reference voltage Vref by the signal supplied to the divider 19 via the detector means 12 and supplies the second control signal to the adjustment terminal 24 of the amplifier 18. In one field period a mean value or a peak value of the video signal Vc is determined in the detector means 12. The video signal formed by the video camera 10 is divided by this value in the following field period. When the video signal from the video camera 10 rises, as shown in Fig. 2a, the peak values and/or the average values of the video signal in the initial field periods of the video signal are low, so that the gain of the amplifier 19 becomes very high. To prevent this, the detector device 12 produces a predetermined threshold value at its output, for example for average values or peak values below this threshold value. As soon as the output signal of the detector device 12 exceeds the threshold value, the average level of the video signal Vm to the television monitor 16 is controlled to Vref. This is shown in Fig. 4.

In Fig. 4 sei angenommen, daß der mittlere Wert des Videosignals Vc aus der Videokamera 10 zeitabhängig linear ansteigt: Vc = t. In Fig. 4 ist die Spannung in beliebigen Einheiten zeitabhängig aufgetragen. Im Teiler 19 wird der Verstärkungsfaktor k(t) durch den Koeffizienten der Bezugsspannung Vref gebildet und der mittlere Wert oder Spitzenwert in einer vorangehenden Rasterzeit T gemessen. Bei einheitlicher Beleuchtung des Eintrittsschirms der Videokamera 10 ist die Helligkeit an jedem Punkt des Videobildes gleich dem mittleren Wert und dem Spitzenwert. In diesem Fall beträgt der Verstärkungsfaktor k(t): k(t) = Vref/Vc(t-T). Für eine Bezugsspannung Vref im Wert von 10 V und eine Rasterperiode T im Wert von 1 s, ist k(t) als eine Kurve a in Fig. 4 dargestellt. Für geringe Werte von t neigt der Verstärkungsfaktor k(t) zum Unendlichwerden. Wenn der Schwellenwert der Detektoreinrichtung 12 5 V beträgt, ist der maximale Verstärkungsfaktor in diesem Fall gleich 2. Für das Zeitintervall ist 0 < t < 6 s: Vm = 2Vc = 2t. Nach 6 Sekunden fällt der Verstärkungsfaktor k(t) ab, wenn Vref/(t-T) = l0/(t-1) beträgt, wie mit dem ununterbrochenen Teil der Kurve a in der Figur angegeben ist. Für das Signal Vm(t) an den Fernsehmonitor 16 gilt, daß Vm(t) = Vc(t).k(t) = l0t/(t-1). Wie in Fig. 4 dargestellt, gleicht sich Vm(t) nach 6 Sekunden an den ununterbrochenen Teil der Kurve b an. In Fig. 4 ist dargestellt, daß das Videosignal Vm(t) in bezug auf die Bezugsspannung Vref Überschwingen aufweist, das größer ist, wenn der maximale Verstärkungsfaktor des Verstärkers 18 größer ist (der Schwellenwert der Detektoreinrichtung ist dabei niedriger). Für einen kleineren maximalen Verstärkungsfaktor (kleinere Flanke von Vm(t)) tritt weniger Überschwingen auf, aber es ist mehr Zeit erforderlich, bevor sich Vm(t) auf dem Pegel von Vref stabilisiert. Aus Fig. 4 kann ebenfalls abgeleitet werden, daß das Überschwingen mittels einer kürzeren Integrationszeit der Detektoreinrichtung reduzierbar ist.In Fig. 4, it is assumed that the average value of the video signal Vc from the video camera 10 increases linearly with time: Vc = t. In Fig. 4, the voltage is plotted in arbitrary units as a function of time. In the divider 19, the gain factor k(t) is formed by the coefficient of the reference voltage Vref and the average value or peak value in a preceding raster time T is measured. With uniform illumination of the entrance screen of the video camera 10, the brightness at each point of the video image is equal to the average value and the peak value. In this case, the gain factor k(t) is: k(t) = Vref/Vc(tT). For a reference voltage Vref of 10 V and a raster period T of 1 s, k(t) is shown as a curve a in Fig. 4. For small values of t, the gain factor k(t) tends to become infinite. If the threshold value of the detector device is 12 5 V, the maximum gain factor in this case is 2. For the time interval 0 < t < 6 s: Vm = 2Vc = 2t. After 6 seconds, the gain k(t) drops off when Vref/(tT) = l0/(t-1), as indicated by the continuous portion of curve a in the figure. For the signal Vm(t) to the television monitor 16, Vm(t) = Vc(t).k(t) = l0t/(t-1). As shown in Fig. 4, after 6 seconds, Vm(t) becomes equal to the continuous portion of curve b. In Fig. 4, it is shown that the video signal Vm(t) exhibits overshoot with respect to the reference voltage Vref, which overshoot is greater when the maximum gain of the amplifier 18 is greater (the threshold of the detector means is lower). For a smaller maximum gain (smaller slope of Vm(t)), less overshoot occurs, but more time is required before Vm(t) stabilizes at the level of Vref. It can also be deduced from Fig. 4 that the overshoot can be reduced by means of a shorter integration time of the detector device.

In Fig. 5 ist die Antwort der erfindungsgemäßen Röntgenabbildungsanlage auf ein Videosignal Vc dargestellt, das entsprechend der Kurve in Fig. 2a ansteigt. Nach 0,17 s hat sich der Pegel des Videosignals auf dem Pegel Vref stabilisiert, der 300 mV in diesem Fall beträgt. Das 30 mV betragende Überschwingen ist so gering, daß der Lichtblitz am Monitor 16 jetzt ausbleibt, wenn die bekannte Verstärkungsregelschleife verwendet wird. Es wurde gefunden, daß beim Einstellen des Videosignals Vm nach dem Fernsehmonitor auf geeignete Weise die Expositionsdauer um 36% im sog. Snapshot-Betrieb reduzierbar ist. Hierdurch tritt weniger Bewegungsunschärfe im Bild auf und die einem patientenverabreichte Dosis wird reduziert.Fig. 5 shows the response of the X-ray imaging system according to the invention to a video signal Vc rising according to the curve in Fig. 2a. After 0.17 s the level of the video signal has stabilized at the level Vref, which is 300 mV in this case. The 30 mV overshoot is so small that the flash of light on the monitor 16 is now absent when the known gain control loop is used. It has been found that by adjusting the video signal Vm after the television monitor in a suitable manner the exposure time can be reduced by 36% in the so-called snapshot mode. This results in less motion blur in the image and the dose administered to a patient is reduced.

In Fig. 6 ist schematisch die Detektoreinrichtung 12 dargestellt. Die Detektoreinrichtung enthält drei Detektormodule 30, 32 und 34, wobei das Detektormodul 32 von einem Videomittelwertdetektor und die Detektormodule 30 und 34 durch Videospitzenwertdetektoren gebildet werden. Das Videosignal Vc der Fernsehkamera 10 gelangt an die Detektormodule 30, 32 und 34 nach Verstärkung in einem Verstärker 36 mit einem änderbaren Verstärkungsfaktor. Abhängig von der Position des Schalters 38 wird das der Speiseeinheit zugeführte Signal Vs durch einen mittleren Wert oder durch einen Spitzenwert gebildet. Diese Werte werden in einem Meßfeld des Videobildes bestimmt, und dieses Meßfeld kann über Einstellklemmen 42 und 44 eingestellt werden. Abhängig von der Position des Schalters 40 empfängt der Teiler 19 einen mittleren Wert oder einen Spitzenwert des Videosignals Vc. Der Teiler 19 bildet den Quotienten des Verstärkungsfaktors des Verstärkers 36 und des verstärkten Videosignals Vc, so daß der Reziprokwert des Spitzenwerts oder des mittleren Werts des Videosignals Vc am Ausgang des Teilers 19 erscheint. Dieser Wert gelangt an den Verstärker 18, der in diesem Fall ein Vervielfacher ist, von dem ein Eingang die Verstärkereinstellklemme 24 bildet. Im Vervielfacher 18 wird das Videosignal Vc durch den mittleren Wert oder den Spitzenwert geteilt, so daß das Videosignal Vm an den Fernsehmonitor 16 einen konstanten mittleren Helligkeitspegel aufweist. Der Vorteil getrennter Detektormodule 30...34 liegt darin, daß das Steuerverhalten der automatischen Dosisregelschleife und das Einstellverhalten der Verstärkung des Videosignals Vm getrennt durch die Wahl der Spitzenwertdetektion oder der Mittelwertdetektion in einem einstellbaren Meßfeld an das benutzte Abbildungsverfahren, beispielsweise Fluoreskopie oder Snapshots, angepaßt werden kann.The detector device 12 is shown schematically in Fig. 6. The detector device contains three detector modules 30, 32 and 34, whereby the detector module 32 is formed by a video average value detector and the detector modules 30 and 34 are formed by video peak value detectors. The video signal Vc of the television camera 10 reaches the detector modules 30, 32 and 34 after being amplified in an amplifier 36 with a variable gain factor. Depending on the position of the switch 38, the signal Vs fed to the feed unit is formed by an average value or by a peak value. These values are determined in a measuring field of the video image, and this measuring field can be set via setting terminals 42 and 44. Depending on the position of the switch 40, the divider 19 receives an average value or peak value of the video signal Vc. The divider 19 forms the quotient of the gain of the amplifier 36 and the amplified video signal Vc so that the reciprocal of the peak value or average value of the video signal Vc appears at the output of the divider 19. This value is passed to the amplifier 18 which in this case is a multiplier, one input of which forms the amplifier adjustment terminal 24. In the multiplier 18 the video signal Vc is divided by the average value or peak value so that the video signal Vm to the television monitor 16 has a constant average brightness level. The advantage of separate detector modules 30...34 is that the control behavior of the automatic dose control loop and the setting behavior of the amplification of the video signal Vm can be adapted separately to the imaging method used, for example fluoroscopy or snapshots, by selecting peak value detection or mean value detection in an adjustable measuring field.

Claims

1. X-ray imaging system with an X-ray source (2) for emitting an X-ray beam (4), with a feed unit (14) connected to the X-ray source, with an X-ray detector (8) for converting the X-ray beam into an optical image, with a television recording device (10) for converting the optical image into a video signal, with a detector device (12) for supplying the feed unit (14) with a first control signal representing the luminous intensity of the optical image, with a playback unit (16) for reproducing the video signal from the television recording device (10) after amplification in an amplifier (18) and with means for supplying a second control signal to an adjustment terminal (24) of the amplifier for setting a gain factor of the amplifier, characterized in that the detector device (12) serves to supply the second control signal, and for this purpose the detector device determines an average or a peak value of the video signal in a measuring field in the video image, wherein the second control signal supplied by the detector device adjusts the gain factor of the amplifier (18) such that the gain factor is maintained at a predetermined maximum value until the average or peak value exceeds a predetermined threshold value, after which the gain factor is adjusted to keep the average level of the signal supplied to the display unit (16) constant.

2. X-ray imaging system according to claim 1, characterized in that an output of the detector device (12) to which the first control signal is supplied is connected to a divider (19) for forming the gain factor at a divider output, wherein this gain factor is proportional to the reciprocal of the first control signal supplied to the divider, the divider output being connected to the setting terminal (24) of the amplifier (18) for supplying the second control signal.

3. X-ray imaging system according to claim 2, characterized in that the amplifier (18) contains an amplifier, of which a first input terminal forms the adjustment terminal (24) and a second adjustment terminal with the television recording arrangement connected is.

4. X-ray imaging system according to claim 1, 2 or 3, characterized in that the detector device (12) contains at least two detector modules (30, 32, 34), an input of each module being connected to the television recording arrangement (10), the output of a first detector module being connected to the feed unit (14), and the output of a second detector module being connected to the adjustment terminal (24) of the amplifier (18).